0 引言

    近年来，集成电路在医学领域的应用越来越常见^[1]，特别是在微型化的可穿戴式医疗系统中，用于实时监测人体的重要生理参数，以达到预防高血压、心脏病等重大疾病的目的。光电容积脉搏波（PPG）是人体重要生理信号之一，基于PPG信号的检测，可以得到血氧、无袖带血压以及心率^[2]等生理信息，因此被广泛关注。

    发光二极管发光照射皮肤表面，发生透射或反射，进而被光电接收器接收，皮肤、肌肉等部分对光的吸收在整个血液循环中保持恒定不变，而皮肤内血液容积在心脏作用下呈搏动性变化，使光电接收器接收到的光强度随之呈脉动性变化，当此脉动的光信号转换成的脉动的电信号，便可反映容积脉搏波血流的变化，即光电容积脉搏波^[3]。研究用于PPG信号处理集成电路的设计方法，在不影响人们日常生活的情况下监测人体重要生命信息，不仅对重大疾病的预防、疾病的监控具有重要的实际意义，而且对于集成电路本身，也是其理论和设计方法在低频率、微弱信号领域的完善过程。

    在设计用于PPG信号处理的集成电路时必须考虑以下几个问题：首先，来自于光电接收器的信号由一个幅度很小的交流分量和一个幅度很大的直流分量构成，比值在0.001-001 5之间^[2，4]。由于幅度差别过大，两部分不能同时被处理，因为较大的直流分量会令放大器饱和。为解决这个问题，可以去除直流分量，或者将直流、交流分离。第二，与电路部分相比，发光二极管（LED）部分占系统功耗的大部分，因此只追求电路部分低功耗，不能对系统功耗有很大改善。因此，为降低系统功耗，LED将由脉冲驱动，这需要与光电接收器连接的前端处理电路具备处理脉冲信号的能力。第三，PPG信号的频率范围在0.5-16 Hz之间，实现其处理电路的全集成化是一个很大的挑战。

    PPG信号的交流分量包含很多信息，因此，许多研究中抑制掉直流分量，只保留交流分量，例如近红外心率测量芯片^[2]、带直流抑制结构的PPG信号前端处理电路^[4-6]等。另外，PPG的直流分量对于生理参数的监测也具有重要意义，例如血氧饱和度的检测。所以，本文在直流抑制结构的基础上，设计了新的电路结构，可以分别得到光电容积脉搏波信号的直流、交流部分。基于此PPG信号处理集成电路，可以得到心率、血压、血氧等重要生理信息，可以广泛应用于穿戴式多生理参数检测系统中。

1 电路结构

    文章提出的光电容积脉搏波信号前端处理电路的整体结构如图1所示，包括直流、交流分离电路，直流分量读出电路，低通滤波器和矩形波发生电路。

1.1 直流交流分离电路

    直流、交流分离电路由跨阻放大器、金属氧化物半导体场效应晶体管（MOSFET）、采样保持电路和反馈环路中的特殊积分电路构成，如图2(b)所示。电路工作方式为：(1)跨阻放大器将输入电流转化为电压，此电压将被反馈环路中的积分电路以极低的截止频率低通滤波，得到接近直流的信号，使得MOSFET M中的电流频率也接近直流。这样，输入信号的直流分量从M流走，直流交流分量分离。(2)当输入信号变化时，积分电路也将提供给M变化的栅电压，从而实现直流、交流分量的动态分离。

    反馈环路中的积分电路采用4个串联的MOS-Bipolar器件^[7-8]作为高阻值电阻(阻值大于10¹⁰ Ω)，从而使得积分电路的截止频率达到接近直流的10^-6 Hz。积分电路传输函数可以表示为：

    其中，R_eq是MOS-Bipolar器件的等效电阻，A_I是放大器的增益。

    带反馈环路的跨阻放大器的传输函数为：

    另外，在本文中LED采用脉冲控制，这样可降低功耗的同时也在光电接收器中产生了脉冲电流。但是，为了将光电容积脉搏波信号的直流与交流分量准确分开^[4]，需要连续信号，所以加入了采样保持电路来得到连续信号。

1.2 直流分量读出电路

    直流分量读出电路包括电流检测单元和跨阻放大器，如图2(a)所示。MOS管M′与M有相同的宽长比，将复制M的电流。共源共栅电流镜用来更准确地复制电流，并且将电流输入至跨阻放大器，从而将电流信号转换为电压信号。跨阻放大器电阻的选择需要考虑到既要避免放大器饱和又要得到足够的增益。

1.3 低通滤波器

    在将光电容积脉搏波信号的直流、交流分量分离后，交流分量将通过低通滤波器读出。低通滤波器采用R-MOS-C结构^[2]，如图3所示，它的传输函数表示为：

    其中，R_a是Ma的等效电阻，滤波器的增益由R₂/R₁决定，M_a和M_b作为等效的大阻值可变电阻，滤波器的截止频率可以通过改变M_a的栅电压V_a进行调节，而M_b的栅电压V_b不会对滤波器的交流特性产生影响，只是影响直流工作点。

1.4 矩形波产生电路

    矩形波产生电路如图4所示，包括一个施密特触发器、一个PMOSFET、一个NMOSFET和一个电容。MOS管作为大阻值电阻来降低芯片面积。根据施密特触发器的传输特性，在初始状态V_C=0，V_out=V_DD。C首先通过M_P充电直至V_C=V_T+，V_out=0，通过M_N放电直至V_C=V_T-，V_out=V_DD。

    当增加M_N的栅电压(V_N)时，M_N的电流增加，放电时间减少；当增加MP的栅电压(V_P)时，M_P的电流减小，充电时间增加。从而可以通过改变V_N和V_P来调节所产生的脉冲信号的占空比。

    基于图4所示的电路，可以得到用于单路光电容积脉搏波信号采集或血氧饱和度测量的控制脉冲信号，如图5和图6所示。在血氧饱和度测量中，需要采集在红外/红光下的两路光电容积脉搏波信号，用两路不重叠的脉冲信号控制。S_S/H表示图2中采样保持电路的控制脉冲信号，S_LED表示LED的控制脉冲信号。

2 仿真结果

    两个及四个MOS-Bipolar器件的电流-电压特性曲线如图7所示，可见，此器件具有很大的等效电阻(10¹⁰-10¹¹)。并且根据仿真及分析结果，不同宽长比的MOS-Bipolar器件的等效电阻随着宽长比的增加而增加。

    低通滤波器在不同V_a下的幅频响应曲线如图8所示，可以看到，可以通过改变V_a来调节滤波器的截止频率。此外，同样的方法进行仿真及分析，V_b不影响交流特性而只影响直流工作点。

    加入滤波器后的输出电压幅频响应曲线如图9所示，对于不同的输入电流直流值，高通截止频率及增益为0.07～0.7 Hz及124～124.4 dB。高通截止频率会略微受到输入电流的影响，因为ω_HP=g_MR_F/R_eqC_I，g_M=[2I_DSC_OXu_p(W/L)_M]^1/2。但是，由于光电容积脉搏波信号也是在一定范围内变化，对于不同人，也会有所不同，所以只需要保证高通截止频率稍低于最低信号频率即可。

    对于矩形波发生电路，仿真得到矩形波的低电平及高电平宽度随V_N及V_P变化的曲线如图10、图11所示。可以看到，当V_N为0～0.5 V时，低电平宽度0.45 s～7.4 μs，当V_P为2.7～3.3 V时，高电平宽度0.96 μs～0.45 s。通过调节V_P及V_N，信号频率变化范围为1.1 Hz～119.6 kHz，占空比变化范围为2.13×10^-6～0.99。

3 结论

    本论文提出了一种新的用于光电容积脉搏波信号处理的集成电路结构，可以将光电容积脉搏波信号的直流、交流成分分开。该结构将应用于基于光电容积脉搏波信号处理的可穿戴式多生理参数检测中，例如血氧饱和度、心率、血压等。不仅具有重要的实际应用价值，也对于集成电路设计理论的完善具有参考价值。

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